JP2014048158A - Indexing technique of regional myocardial radiation uptake - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、３次元心筋血流核医学画像を用いて心筋の局所的な放射能取り込み量を指標化する技術に関する。 The present invention relates to a technique for indexing a local radioactivity uptake amount of a myocardium using a three-dimensional myocardial perfusion nuclear medicine image.
SPECTやPETに代表される核医学画像診断は、生体の機能を画像化できるといった利点を有しているため、心臓疾患の診断において非常に有用であり、実際の臨床においても広く用いられている。特に、γ線放出核種を用いたSPECTやプラナー画像による診断は、半減期が比較的長いため放射性医薬品を流通させやすく、その取り扱いも容易であるといった理由から、より広く用いられている。 Nuclear medicine imaging diagnosis, represented by SPECT and PET, has the advantage of being able to visualize the functions of the living body, so it is very useful in the diagnosis of heart disease and is widely used in actual clinical practice. . In particular, diagnosis by SPECT or planar images using γ-ray emitting nuclides is more widely used because it has a relatively long half-life and is easy to distribute and handle radiopharmaceuticals.
核医学画像診断を用いると、生体機能に由来した様々なパラメータを得ることができる。中でも、心筋による放射性医薬品の取り込み量は、心臓の機能を直接的に反映した値であるため、心疾患の診断においては、特に重要なパラメータである。しかし、γ線放出核種を用いたSPECTやプラナー画像では、画像を構成するカウント値に基づいて各パラメータを算出するが、得られるパラメータは投与された放射能量の影響等を受けるため、相対的な値となる。例えば、左室心筋全体の灌流量が一様に低下した場合には、得られる画像上でも一様に放射能カウントが低下する。このような画像に基づいて得られたパラメータを用いると、正常の場合との判別が困難となりやすい。重症度や治療効果を正確に判断するためには、放射性医薬品の取り込み量を、相互比較可能な指標を用いて表すことが望ましいといえる。 When nuclear medicine image diagnosis is used, various parameters derived from biological functions can be obtained. In particular, the amount of radiopharmaceuticals taken up by the myocardium is a value that directly reflects the function of the heart, and is therefore a particularly important parameter in the diagnosis of heart disease. However, in SPECT and planar images using γ-ray emitting nuclides, each parameter is calculated based on the count value constituting the image, but the obtained parameters are affected by the amount of radioactivity administered, etc. Value. For example, when the perfusion rate of the entire left ventricular myocardium is uniformly reduced, the radioactivity count is also uniformly reduced on the obtained image. If parameters obtained based on such an image are used, it is likely to be difficult to distinguish from normal cases. In order to accurately determine the severity and therapeutic effect, it can be said that it is desirable to represent the uptake amount of the radiopharmaceutical using a mutually comparable index.
放射性医薬品の心筋への取り込み量の指標をこのような形で求める方法の一つとして、スタティックのプラナー画像を用いて求めた心臓全体の放射能カウントを、ダイナミックのプラナー画像に基づく大動脈弓の時間放射能曲線下面積で除し、左室重量で規格化する方法が知られている（非特許文献1）。しかしこの方法では、プラナー像を用いているために、心臓全体の取り込み量しか求めることができない。一般に心臓疾患は局所的に進行する。したがって、心機能の指標としての取り込み量も、局所的な情報として求めることが望ましい。 One way to determine the index of the amount of radiopharmaceuticals taken into the myocardium in this way is to calculate the radioactivity count of the whole heart using a static planar image and the time of the aortic arch based on the dynamic planar image. A method of dividing by the area under the radioactivity curve and normalizing with the left ventricular weight is known (Non-patent Document 1). However, in this method, since a planar image is used, only the amount of the entire heart can be obtained. In general, heart disease progresses locally. Therefore, it is desirable to obtain the amount of uptake as an index of cardiac function as local information.
局所的な取り込み量を求める方法としては、任意の時間点におけるSPECT画像上で心筋をセグメント分割し、それぞれのセグメントについて取り込み量を求めるという方法が知られている（非特許文献2、非特許文献3）。しかしこの方法は、計算の過程で薬剤流入の時間的変化である入力関数を用いる必要があるために、計算が煩雑であるという欠点がある。またこの方法は、心臓が立体であるにも関わらず、入力関数がプラナー像すなわち平面像に基づいて求められるという、不自然さも含んでいる。 As a method for obtaining a local uptake amount, a method is known in which the myocardium is segmented on a SPECT image at an arbitrary time point and the uptake amount is obtained for each segment (Non-Patent Document 2, Non-Patent Document). 3). However, this method has a drawback that the calculation is complicated because it is necessary to use an input function that is a temporal change in the inflow of the drug in the calculation process. This method also includes the unnaturalness that the input function is obtained based on a planar image, that is, a planar image, even though the heart is solid.
本発明は、上記のような事情を改善しようとなされたものであって、心筋の局所的な放射能取り込み量を表す指標であって、相互比較可能な指標を、少ない計算量で求めることを目的とする。 The present invention has been made to improve the situation as described above, and is an index representing the local radioactivity uptake amount of the myocardium, and is an index that can be compared with each other with a small amount of calculation. Objective.
本発明の好適な実施形態は、３次元心筋血流核医学画像を用いて心筋の局所的な放射能取り込み量を指標化する手法に関する。好適な実施形態の一例では、この手法は、３次元心筋血流核医学画像の時系列からなる画像データについて、
心筋内腔の少なくとも一部分の３次元領域である心筋内腔領域を特定する情報を取得することと；
心筋の一部分の３次元領域である心筋部分領域を特定する情報を取得することと；
前記心筋内腔領域を特定する情報に基づいて、放射性医薬品投与後の血液の第1回循環を含む第1の時間範囲における、前記心筋内腔領域についての累積放射能量に関する情報である、第1の値を計算することと；
前記心筋部分領域を特定する情報に基づいて、前記第1回循環以後の時間範囲であって、前記第1の時間範囲と同じ時間長を有する第2の時間範囲における、前記心筋部分領域についての累積放射能量に関する情報である、第2の値を計算することと；
前記第1の値に対する前記第2の値の比に基づいて、前記心筋部分領域における放射能取り込み量を表す指標を計算することと；
を含む。
A preferred embodiment of the present invention relates to a technique for indexing a local radioactivity uptake amount of a myocardium using a three-dimensional myocardial perfusion nuclear medicine image. In an example of a preferred embodiment, this technique is for image data consisting of a time series of 3D myocardial perfusion nuclear medicine images.
Obtaining information identifying a myocardial lumen region that is a three-dimensional region of at least a portion of the myocardial lumen;
Obtaining information identifying a myocardial partial region that is a three-dimensional region of a portion of the myocardium;
Based on the information for identifying the myocardial lumen region, information on the cumulative amount of radioactivity for the myocardial lumen region in a first time range including the first circulation of blood after administration of radiopharmaceuticals, Calculating the value of;
Based on the information specifying the myocardial partial region, in the time range after the first circulation, the second time range having the same time length as the first time range, the myocardial partial region Calculating a second value, which is information about the accumulated radioactivity;
Calculating an index representing the amount of radioactive uptake in the myocardial partial region based on the ratio of the second value to the first value;
including.
上記の指標の計算には、従来技術で必要であった入力関数の推定という、煩雑な手続きは入り込まず、心筋内腔および心筋の放射能取り込み量を反映する値を直接的に計算している。したがって、上記の指標は、計算が簡単で信頼性の高い値であるということができる。また、上記の指標は、心筋の局所的な放射能取り込み量を表す値であるため、局所的な疾患に感度を有する可能性がある。さらに上記の指標は、心筋内腔領域についての累積放射能量に対する比に基づいているため、左室心筋全体の灌流量の変化の影響を比較的に平滑化することができるので、測定時期の異なる他の測定結果と相互に比較が可能である。 The calculation of the above index does not involve the complicated procedure of estimating the input function, which was necessary in the prior art, and directly calculates a value that reflects the amount of radioactive uptake of the myocardial lumen and myocardium. . Therefore, it can be said that the above index is a value that is easy to calculate and highly reliable. Moreover, since the above index is a value representing the amount of local radioactivity taken up by the myocardium, there is a possibility that it has sensitivity to a local disease. Furthermore, since the above index is based on the ratio to the cumulative amount of radioactivity for the myocardial lumen region, the effect of changes in the perfusion rate of the entire left ventricular myocardium can be relatively smoothed, so the measurement time varies. Comparison with other measurement results is possible.
上記の手法は、例えば、コンピュータシステムの処理手段により実行されることにより、該コンピュータシステムに、上記の手法を遂行させる命令を含むコンピュータ・プログラムとして実施することができる。また上記の手法は、例えば、当該コンピュータ・プログラムを格納する記憶手段と、該格納されたコンピュータ・プログラムを実行しうる処理手段とを備える、コンピュータシステムとして実施することができる。方法としても実施することができる。 The above technique can be implemented as a computer program including instructions for causing the computer system to perform the above technique by being executed by a processing unit of the computer system, for example. Further, the above technique can be implemented as a computer system including, for example, a storage unit that stores the computer program and a processing unit that can execute the stored computer program. It can also be implemented as a method.
本明細書には、上記の構成の具体例や効果、また更なる新規且つ有用な構成やそれに関する課題・効果が、以下の添付図面と共に説明・開示される。 In the present specification, specific examples and effects of the above-described configuration, further new and useful configurations, and problems / effects related thereto will be described and disclosed together with the following attached drawings.
以下、添付図面を参照しながら本発明の好適な実施形態の例を説明する。 Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
まず図1を用いて、本発明の好適な実施形態の一例である装置100のハードウェアおよびソフトウェアの構成の概要を説明する。図示されるように、装置100は、プロセッサ102と記憶装置104とを備える一般的なコンピュータである。記憶装置104には、装置100の基本的な動作を司るオペレーティングシステム（OS）122や、プロセッサ102に実行されることにより装置100に本発明に従う特徴的な情報処理を実行させる、コンピュータ・プログラム124が格納されている。 First, an outline of hardware and software configurations of an apparatus 100, which is an example of a preferred embodiment of the present invention, will be described with reference to FIG. As illustrated, the device 100 is a general computer including a processor 102 and a storage device 104. The storage device 104 includes an operating system (OS) 122 that controls basic operations of the device 100, and a computer program 124 that is executed by the processor 102 to cause the device 100 to execute characteristic information processing according to the present invention. Is stored.
プログラム124は、３次元心筋血流核医学画像の時系列からなる画像データから、心筋における局所的な放射能取り込み率を計算する処理を実行させる命令を含むコンピュータ・プログラムである。特に断わりがない場合は、本明細書で開示される各種の処理は、プログラム124は、プロセッサ102に実行されることにより提供されるものである。プログラム124は、いくつかの機能を備えていることができ、図1では、各機能を実現する命令セットを、領域抽出モジュール126，取り込み率計算モジュール127，マップ表示モジュール128，グラフ表示モジュール129として表現している。各モジュールが実現する情報処理については後で詳細に説明される。なお実施形態によっては、これらの命令セットはそれぞれモジュールとして明確に分離できないようにプログラミングされる場合もあり、あるいは各モジュールが独立したプログラムとして動作するようにプログラミングされる場合もある。当業者であれば、プログラム124の実施形態として様々なものを容易に考えることができ、それらは全て本発明の範囲に含有される。 The program 124 is a computer program including instructions for executing a process for calculating a local radioactivity uptake rate in the myocardium from image data including a time series of three-dimensional myocardial perfusion nuclear medicine images. Unless otherwise specified, various processes disclosed in the present specification are provided by the program 124 being executed by the processor 102. The program 124 can have several functions. In FIG. 1, an instruction set for realizing each function is represented as an area extraction module 126, a capture rate calculation module 127, a map display module 128, and a graph display module 129. expressing. Information processing realized by each module will be described in detail later. Depending on the embodiment, these instruction sets may be programmed so that they cannot be clearly separated as modules, or may be programmed so that each module operates as an independent program. Those skilled in the art can easily consider various embodiments of the program 124, all of which are within the scope of the present invention.
本実施例では、プログラム124による処理の対象とされる３次元心筋血流核医学画像も、画像データ130として記憶装置104に格納されている。 In this embodiment, a three-dimensional myocardial perfusion nuclear medicine image to be processed by the program 124 is also stored in the storage device 104 as image data 130.
実施形態によっては、記憶装置104には、OS122やプログラム124、画像データ130の他にも、様々なプログラムやデータが格納されていてもよい。例えば図1の例には、画像データ131，132が格納されているように描かれている。これらの画像データは、画像データ130と同じ被験者により撮影された、画像データ130と同様の３次元心筋血流核医学画像の時系列データであるが、撮影時期や負荷の有無を異にした画像データである。プログラム124は、例えば、これらの画像データのそれぞれから、心筋における局所的な放射能取り込み率を計算することにより、当該取り込み率の時期的な変化や負荷の有無に応じた変化を出力できるように構成されてもよい。記憶装置104には、他の被験者の３次元心筋血流核医学画像が格納されていてもよい。OS122又は／及びプログラム124は、処理の実行の結果として得られる各種情報を、記憶装置104に一時的または恒久的に格納するように構成されていてもよい。 Depending on the embodiment, the storage device 104 may store various programs and data in addition to the OS 122, the program 124, and the image data 130. For example, in the example of FIG. 1, the image data 131 and 132 are depicted as being stored. These image data are time-series data of 3D myocardial perfusion nuclear medicine images similar to the image data 130, which were taken by the same subject as the image data 130, but with different shooting times and loads. It is data. For example, the program 124 calculates the local radioactivity uptake rate in the myocardium from each of these image data so that the change in the uptake rate according to the time and the presence or absence of the load can be output. It may be configured. The storage device 104 may store three-dimensional myocardial perfusion nuclear medicine images of other subjects. The OS 122 and / or the program 124 may be configured to temporarily or permanently store various types of information obtained as a result of execution of processing in the storage device 104.
プロセッサ102は、利用可能な如何なる手段を用いて実現されてもよい。例えばプロセッサ102は、市場で入手可能な一般的なCPUであることができる。プロセッサ102は、単一のCPUであっても複数のCPUからなるものであってもよい。また、いわゆる仮想化技術を用いて、一つまたは複数のCPUから仮想的に構築されたものでもよい。この場合、プロセッサ102を構成するCPU群が、物理的に同一の筐体には収まってはいない場合もあり、SAS等のインターフェイスやイーサネット等のネットワークで互いに接続された、物理的に複数のコンピュータ装置に分散して存在する場合もある。記憶装置104についても同様であり、記憶装置を構成しうる如何なる手段を用いて実現されてもよい。例えば記憶装置104は、市場で入手可能な一般的なハードディスクやSSDであることができ、単一のハードウェアで実現されてもよいし、複数のハードウェアから構成される、例えばRAIDのような装置であってもよい。記憶装置104が複数のハードディスクやSSDなどから構成される場合、これらは物理的に同一の筐体には収まってはいない場合もあり、SAS等のインターフェイスやイーサネット等のネットワークで互いに接続された、物理的に複数のコンピュータ装置に分散して存在する場合もある。このとき、プログラム124や各種のデータ130−132も、それぞれ物理的に異なるハードウェアに格納されることになってもよい。プロセッサ102や記憶手段104が物理的に異なる複数の装置に分散して存在する場合は、装置100は、システム100と称した方が適切であるかもしれない。プログラム124や、実施形態によっては各モジュールプログラム126，127，128，129は、CD-ROMやDVD-ROMに格納されて単体で販売されてもよい。また、遠隔地のサーバからダウンロードするという形態で販売されてもよい。これら様々な実施形態は、全て本発明の範囲に含まれることを理解されたい。 The processor 102 may be implemented using any available means. For example, the processor 102 can be a common CPU available on the market. The processor 102 may be a single CPU or a plurality of CPUs. Further, it may be constructed virtually from one or a plurality of CPUs using so-called virtualization technology. In this case, the CPU group constituting the processor 102 may not be physically housed in the same casing, and a plurality of computers physically connected to each other via an interface such as SAS or a network such as Ethernet. In some cases, the devices are distributed. The same applies to the storage device 104, and the storage device 104 may be realized using any means that can constitute the storage device. For example, the storage device 104 can be a general hard disk or SSD available on the market, and may be realized by a single hardware, or configured by a plurality of hardware, such as a RAID. It may be a device. When the storage device 104 is composed of a plurality of hard disks, SSDs, etc., these may not be physically housed in the same case, and are connected to each other via an interface such as SAS or a network such as Ethernet. There may also be physical distribution among a plurality of computer devices. At this time, the program 124 and various data 130-132 may also be stored in physically different hardware. When the processor 102 and the storage unit 104 are distributed in a plurality of physically different devices, the device 100 may be referred to as the system 100. The program 124 and, depending on the embodiment, the module programs 126, 127, 128, and 129 may be stored on a CD-ROM or DVD-ROM and sold separately. Further, it may be sold in the form of downloading from a remote server. It should be understood that all these various embodiments are within the scope of the present invention.
装置100は、一般的なコンピュータ装置と同様に、一時記憶装置としてRAM107を備えていてもよく、また、マウスやキーボード、タッチパネルなどのユーザインタフェース群108や、表示装置であるディスプレイ109、外部機器やネットワークと接続するための通信手段110などを備えていてもよい。ユーザインタフェース108やディスプレイ109は、プログラム124（または各モジュールプログラム126〜129）等の実行中に、ユーザからの入力を受け付けたり結果を掲示したりするために用いられることができる。装置100のハードウェア構成は一般的なコンピュータ装置と同様であるので、これ以上は詳しく説明されない。 The device 100 may include a RAM 107 as a temporary storage device, like a general computer device, a user interface group 108 such as a mouse, a keyboard, and a touch panel, a display 109 as a display device, an external device, Communication means 110 for connecting to a network may be provided. The user interface 108 and the display 109 can be used for receiving input from the user and posting the result during execution of the program 124 (or each of the module programs 126 to 129). Since the hardware configuration of the apparatus 100 is the same as that of a general computer apparatus, no further explanation will be given.
次に、本実施例でプログラム124による処理の対象とされる画像データ130について簡単に説明する。前述のように、画像データ130は、ヒトの３次元心筋血流核医学画像の時系列からなる画像データである。すなわち画像データ30は、システムの時間分解能で定まる単位時間毎に、１つの３次元心筋血流核医学画像を構成するデータのセットを有する。各データセットは、それぞれシステムの空間分解能で定まる厚さを有する短軸断層像のセットであることが多く、それらを積み重ねることにより、目的の領域（例えば心臓左心室）の３次元画像を構成しうる。画像データ130における各ボクセルは、特定の時間における放射線カウント値に対応する値を有している。よく知られているように、かかる画像は、放射性トレーサーとして201TlCl（塩化タリウム）や99mTc-tetrofosmin（テトロホスミン）を用い、放射されるガンマ線を、いわゆるダイナミック撮像が可能なＳＰＥＣＴ装置で捕えることにより、得ることができる。ダイナミック撮像とは、時間分解能の高い画像（例えば、時間分解能２〜５秒）を得る撮像方法である。ダイナミック撮像によって得られた画像データは、上述したように、時系列的に連続した複数の３次元心筋血流核医学画像により構成されている。画像データ130も、かかる手法にて構築されたデータであることができる。別の実施形態では、他の放射性トレーサーを用いたり、ＳＰＥＣＴの代わりにＰＥＴを用いたりして画像データ130を構成することもできる。心筋ＳＰＥＣＴでは、通常、左心室を画像化することが多く、画像データ130も同様の画像を含んでいる。画像データ130は長時間（例えば数10分）のＳＰＥＣＴデータを含むことができ、従って放射線量の時間的変化の情報を含んでいる。ダイナミック撮像によって得られた画像データでは、放射線量の時間的変化を、画像の濃淡の時間的変化として観察できるようになっている。参考として、図2に、画像データ130におけるある時間位置の画像データを画像化したものを載せる。 Next, the image data 130 to be processed by the program 124 in this embodiment will be briefly described. As described above, the image data 130 is image data composed of a time series of human three-dimensional myocardial perfusion nuclear medicine images. That is, the image data 30 has a data set constituting one three-dimensional myocardial perfusion nuclear medicine image for each unit time determined by the time resolution of the system. Each data set is often a set of short-axis tomograms having a thickness determined by the spatial resolution of the system, and by stacking them, a three-dimensional image of the target region (for example, the left ventricle of the heart) is constructed. sell. Each voxel in the image data 130 has a value corresponding to the radiation count value at a specific time. As is well known, such an image is obtained by using 201 TlCl (thallium chloride) or 99 mTc-tetrofosmin (tetrofosmin) as a radioactive tracer and capturing the emitted gamma rays with a SPECT apparatus capable of so-called dynamic imaging. Can get. Dynamic imaging is an imaging method for obtaining an image with high time resolution (for example, time resolution of 2 to 5 seconds). As described above, the image data obtained by dynamic imaging is composed of a plurality of three-dimensional myocardial perfusion nuclear medicine images that are continuous in time series. The image data 130 can also be data constructed by such a method. In another embodiment, the image data 130 can be constructed using other radioactive tracers or using PET instead of SPECT. In myocardial SPECT, the left ventricle is usually imaged and the image data 130 includes a similar image. The image data 130 can include SPECT data for a long time (for example, several tens of minutes), and thus includes information on temporal changes in radiation dose. In the image data obtained by dynamic imaging, the temporal change in the radiation dose can be observed as the temporal change in the density of the image. For reference, FIG. 2 shows an image of image data at a certain time position in the image data 130.
続いて、図3のフローチャートを用いて、プログラム124がプロセッサ102に実行されることにより提供される、心筋の局所的な放射能取り込み率を計算する処理の流れを説明する。 Next, the flow of processing for calculating the local radioactivity uptake rate of the myocardium provided by the program 124 being executed by the processor 102 will be described using the flowchart of FIG.
ステップ300は処理の開始を意味する。ステップ302において、処理の対象となる上記の画像データ130が記憶装置104から読み出される。前述のように、画像データ130は、ヒト左心室の３次元心筋血流核医学画像の時系列からなる画像データであり、各ボクセルは、特定の時間における放射線カウント値に対応する値を有している。プログラム124は、ステップ302において画像データ130を読み込んだ後、特定の時間における心筋の断層像を、図2に示すようにディスプレイ109に表示するように構成されてもよい。 Step 300 means the start of processing. In step 302, the image data 130 to be processed is read from the storage device 104. As described above, the image data 130 is image data composed of a time series of 3D myocardial perfusion nuclear medicine images of the human left ventricle, and each voxel has a value corresponding to the radiation count value at a specific time. ing. The program 124 may be configured to display a tomographic image of the myocardium at a specific time on the display 109 as shown in FIG. 2 after reading the image data 130 in step 302.
ステップ304及び306は、画像データ130から、心筋領域や心筋内腔領域を抽出するステップである。心筋領域や心筋内腔領域を抽出するには、まずは心筋の輪郭を抽出しなければならず、この抽出段階がステップ304として示されている。心筋の輪郭を抽出する手法には既存の技術を使用してよい。このような技術は、手動で行なうものと、自動で行なうものと、その両方により行うものに大きく分けられる。心筋の輪郭抽出を自動で行なう既存のソフトウェアとして、米Cedars-Sinai Medical Centerで開発されたQGS（Quantitative Gated SPECT）や、米ミシガン大学の開発による4D-MSPECTや、米エモリー大学の開発によるEmory Cardiac Toolboxが存在する。札幌医大で開発されたpFASTは、内腔中央点と心筋抽出範囲については手動で設定し、心筋の輪郭抽出は自動で行なうソフトウェアである。また、本願出願人の一人である日本メジフィジックス株式会社の過去の特許出願（特願2011-210057、本願出願日当時において未公開）にも、心筋の輪郭抽出を自動で行なう技術が複数記載されている。実施形態によって、心筋輪郭抽出手法として、これらいずれの方法を用いても、または他の方法を用いてもよい。が、本実施例では、この特願2011-210057の出願当初の請求項24に記載される自動心筋輪郭抽出方法を用いる。この方法は次の通りである。 Steps 304 and 306 are steps for extracting a myocardial region and a myocardial lumen region from the image data 130. In order to extract the myocardial region and myocardial lumen region, the outline of the myocardium must first be extracted, and this extraction step is shown as step 304. An existing technique may be used as a method for extracting the outline of the myocardium. Such techniques can be broadly divided into those that are performed manually, those that are performed automatically, and those that are performed both. Existing software that automatically extracts myocardial contours, QGS (Quantitative Gated SPECT) developed at Cedars-Sinai Medical Center, 4D-MSPECT developed by University of Michigan, and Emory Cardiac developed by Emory University, USA Toolbox exists. Developed by Sapporo Medical University, pFAST is a software that manually sets the lumen midpoint and myocardial extraction range, and automatically extracts the outline of the myocardium. A number of techniques for automatically extracting myocardial contours are also described in past patent applications (Japanese Patent Application No. 2011-210057, unpublished at the time of filing of the present application) of Nippon Mediphysics Corporation, one of the applicants of the present application. ing. Depending on the embodiment, any of these methods or other methods may be used as the myocardial contour extraction method. However, in this embodiment, the automatic myocardial contour extraction method described in claim 24 at the beginning of the filing of Japanese Patent Application No. 2011-210057 is used. This method is as follows.
記憶装置に格納されたプログラムがプロセッサに実行されることにより、前記プロセッサを備えるコンピュータが動作する方法において、心筋の核医学画像データにおいて心筋輪郭点を判定する方法であって、
心室内の点から球放射状に前記画像データの画素値の変化を調べると共に、調べた各方向における画素値最大点の集合を近似する第1の楕円体を求めることと；
前記第1の楕円体に基づいて複数のトレース面を抽出すると共に、前記複数のトレース面の各々において前記画像データから心筋輪郭点を判定することと；
を含み、ここで、
前記第1の楕円体の心尖部側の少なくとも一部において、前記トレース面は、前記第1の楕円体の長軸上の点を頂点とし、前記第1の楕円体の面に垂直な母線を有する円錐面状に抽出され；
前記第1の楕円体の心基部側の少なくとも一部において、前記トレース面は、前記長軸に垂直な面状に抽出され；
前記心筋輪郭点を判定することは：
前記トレース面の各々について、それぞれトレース中心を設定すること、ただし前記トレース面が円錐面状である場合、該トレース面を、前記長軸方向の座標を無視して2次元の面であるように扱って、前記トレース中心を設定することと；
前記トレース面の各々について、前記設定したトレース中心から放射状に画素値のプロファイルを作成すること、ただし前記トレース面が円錐面状である場合、該トレース面を、前記長軸方向の座標を無視して2次元の面であるように扱って、前記画素値のプロファイルを作成することと；
を含むと共に、前記作成したプロファイルの各々について、画素値最大点から見て前記トレース中心側において該プロファイルが判定ラインと交差する点のうち、前記画素値最大点に最も近い点またはその近傍を、該プロファイルにおける心筋の内膜点と判定することと；前記作成したプロファイルの各々について、画素値最大点から見て前記トレース中心の反対側において該プロファイルが判定ラインと交差する点のうち、前記画素値最大点に最も近い点またはその近傍を、該プロファイルにおける心筋の外膜点と判定することと；の少なくともいずれかを含む；
方法。
A method of determining a myocardial contour point in nuclear medicine image data of a myocardium in a method in which a computer including the processor operates by executing a program stored in a storage device on a processor,
Examining a change in the pixel value of the image data in a spherical shape from a point in the ventricle, and obtaining a first ellipsoid approximating a set of pixel value maximum points in each of the examined directions;
Extracting a plurality of trace planes based on the first ellipsoid and determining myocardial contour points from the image data in each of the plurality of trace planes;
Where, where
In at least a part of the first ellipsoid on the apex side, the trace surface has a point on the major axis of the first ellipsoid as a vertex and a generatrix perpendicular to the surface of the first ellipsoid. Extracted into a conical surface having;
In at least a part of the first ellipsoid on the base side, the trace surface is extracted in a plane perpendicular to the long axis;
Determining the myocardial contour point is:
For each of the trace surfaces, a trace center is set. However, when the trace surface is conical, the trace surface is a two-dimensional surface ignoring the coordinates in the major axis direction. Handling and setting the trace center;
For each of the trace planes, create a profile of pixel values radially from the set trace center. However, if the trace plane is a conical plane, ignore the trace in the major axis direction. Creating a profile of the pixel values, treating it as a two-dimensional surface;
For each of the created profiles, a point closest to the pixel value maximum point or its vicinity among points where the profile intersects the determination line on the trace center side as viewed from the pixel value maximum point, Determining an intima point of the myocardium in the profile; for each of the created profiles, the pixel out of the points where the profile intersects the determination line on the opposite side of the trace center from the pixel value maximum point Determining the point closest to the value maximum point or its vicinity as an epicardial point of the myocardium in the profile;
Method.
上述の方法により自動抽出された心筋輪郭を、図2の断層像の上に重ねて表示したものを、参考のために図4に載せる。心筋輪郭抽出方法の更なる詳細は、特願2011-210057の明細書を参照されたい。特願2011-210057の明細書の内容の全ては、参照することにより、本願明細書による開示の一部をなすと理解されたい。 The myocardial contour automatically extracted by the above method is displayed on the tomographic image of FIG. 2 so as to be superimposed on FIG. 4 for reference. For further details of the myocardial contour extraction method, refer to the specification of Japanese Patent Application No. 2011-210057. It should be understood that the entire contents of the specification of Japanese Patent Application No. 2011-210057 are incorporated by reference as part of the disclosure of the present specification.
プログラム124の構成要素である、図1に描かれた領域抽出モジュール126は、上述の方法をプロセッサ102に実行させるようにプログラムされている。なお実施形態によっては、領域抽出モジュール126は、プログラム124とは独立のプログラムであってもよく、プログラム124とは独立に製造・販売され、装置100にインストールされてもよい。 The region extraction module 126 depicted in FIG. 1, which is a component of the program 124, is programmed to cause the processor 102 to perform the method described above. Depending on the embodiment, the region extraction module 126 may be a program independent of the program 124, manufactured and sold independently of the program 124, and installed in the apparatus 100.
心筋の輪郭を表す情報がプログラム124の外部で作成される場合、プログラム124は、当該情報を読み込んで使用することができるように構成される。 When information representing the outline of the myocardium is created outside the program 124, the program 124 is configured to be able to read and use the information.
ステップ306では、心筋輪郭の抽出結果に基づいて、後の計算に用いる心筋内腔領域を特定すると共に、心筋領域を所定の区分に分割する。これは、後に、区分ごとに放射能取り込み量を表す指標を計算するためである。心筋内腔領域の特定は、心筋輪郭の内側と特定すればよいので、容易に自動抽出が可能である。実施形態によって、心筋の内側全部を後の計算に用いてもよいし、心筋内部の一部のみを、心筋内腔領域として設定してもよい。心筋内腔領域の抽出は、自動で行うのではなく、例えば図2や図4のような画面を見ながら、手動で行ってもよい。 In step 306, based on the extraction result of the myocardial contour, the myocardial lumen region used for the subsequent calculation is specified and the myocardial region is divided into predetermined sections. This is to calculate an index representing the amount of radioactive uptake for each category later. Since the myocardial lumen region can be identified as being inside the myocardial contour, automatic extraction can be easily performed. Depending on the embodiment, the entire inside of the myocardium may be used for subsequent calculations, or only a part inside the myocardium may be set as the myocardial lumen region. The extraction of the myocardial lumen region may not be performed automatically, but may be performed manually while viewing the screen as shown in FIGS.
心筋領域の分割は、例えば図2や図4のような画面を見ながら、手動で行ってもよい。またプログラム124は、心筋領域の分割を自動で行うように構成されてもよい。心筋領域の自動分割手法の一例として、例えば、よく知られたポーラーマップを利用してもよい。すなわち、心室画像をポーラーマップ展開し、ポーラーマップ上で区分の定義を行うのである。画像のポーラーマップへの変換は、公知の方法（例えば、仙田宏平、前田壽登編、「改訂 核医学Q&A」、丸善プラネット株式会社、p.253に記載の方法）にて行う事ができる。 For example, the myocardial region may be divided manually while viewing a screen such as FIG. 2 or FIG. The program 124 may be configured to automatically divide the myocardial region. For example, a well-known polar map may be used as an example of a method for automatically dividing a myocardial region. In other words, a ventricular image is developed in a polar map, and a division is defined on the polar map. The conversion of the image into a polar map can be performed by a known method (for example, the method described in Kohei Senda, Keito Maeda, “Revised Nuclear Medicine Q & A”, Maruzen Planet Co., Ltd., p.253).
例えば、心筋SPECT画像データの各短軸横断像について、中心点から外に向かって一定間隔で放射状に直線を引き、これら各直線上における画素値の最大値を検出する。そして、得られた最大値を、予め用意された同心円状の図形の該当箇所に配置することにより、ポーラーマップへの変換を行うことができる。例えば、図5（1）におけるスライスCにつき、中心点から放射状に直線を引く（図5（2）参照）。そして、直線1，2，・・・のそれぞれにつき、画素値の最大値ｃ1，ｃ2，・・・を検出し、予め用意した同心円状の図形における該当箇所に配置する（図5（3）参照）。同心円状の図形は複数のドーナツ状の領域に分割されており、各ドーナツ状の領域は、心筋SPECT画像データにおける各短軸横断像に対応している。従って、中心に近いほど心尖部に近い短軸横断像に対応している。図5を参照して説明すると、心尖部方向から配置されたスライスA、B、Cには、図5（3）に図示した領域A、B、Cが対応している。そして、図5（3）に示す同心円状の図形は、中心から外に向けて引かれた複数の放射状の直線によって仕切られており、当該直線によって仕切られたそれぞれの領域は、該当する短軸横断像において放射状に引かれた直線に対応している。 For example, for each short-axis crossing image of myocardial SPECT image data, straight lines are drawn radially from the center point at regular intervals, and the maximum pixel value on each straight line is detected. And the conversion to a polar map can be performed by arrange | positioning the obtained maximum value in the applicable location of the concentric figure prepared previously. For example, a straight line is drawn radially from the center point for slice C in FIG. 5 (1) (see FIG. 5 (2)). Then, for each of the straight lines 1, 2,..., The maximum pixel values c1, c2,... Are detected and arranged at the corresponding locations in the concentric figures prepared in advance (see FIG. 5 (3)). ). The concentric figure is divided into a plurality of donut-shaped regions, and each donut-shaped region corresponds to each short-axis transverse image in the myocardial SPECT image data. Therefore, the closer to the center, the shorter the cross-axis image closer to the apex. Referring to FIG. 5, the regions A, B, and C shown in FIG. 5 (3) correspond to the slices A, B, and C arranged from the apex direction. And the concentric figure shown in FIG. 5 (3) is partitioned by a plurality of radial straight lines drawn outward from the center, and each region partitioned by the straight lines has a corresponding short axis. It corresponds to a straight line drawn radially in the cross-sectional image.
なお、各短軸横断像における放射線の中心点は、断層画像上において目視で設定しても良いが、回転中心や重心等に基づいて計算により自動的に求めた点を用いてもよい。具体的な手法の例として、特開2008-180555号公報や、上述の特願2011-210057号明細書を参照されたい。 The center point of the radiation in each short-axis transverse image may be set visually on the tomographic image, or a point automatically obtained by calculation based on the rotation center, the center of gravity, or the like may be used. As examples of specific methods, refer to Japanese Patent Application Laid-Open No. 2008-180555 and the above-mentioned Japanese Patent Application No. 2011-210057.
心筋画像のポーラーマップへの展開及び区分への分割に係る処理は、マップ表示モジュール128がプロセッサ102に実行されることにより行われるように構成されていてもよい。マップ表示モジュール128は、心筋画像のポーラーマップへの展開及び区分への分割の様子を、ディスプレイ109に表示するように構成されていてもよい。 The processing related to the development of the myocardial image into the polar map and the division into the sections may be configured to be performed by the map display module 128 being executed by the processor 102. The map display module 128 may be configured to display on the display 109 the state of expansion of the myocardial image into a polar map and division into sections.
図6は、ポーラーマップ上における分割の例をいくつか示したものである。（ａ）は全体を3つの区分に、（ｂ）は5つの区分に、（ｃ）では9つの区分に分割している。 FIG. 6 shows some examples of division on the polar map. (A) is divided into three sections, (b) is divided into five sections, and (c) is divided into nine sections.
ステップ308は、ステップ306で分割された領域のうち、放射能取り込み量を表す指標を計算する領域を設定する。実施形態によっては、ステップ306で分割した全ての区分について、それぞれ上記の指標を計算することとしてもよい。実施形態によっては、計算を行なう区分として、ユーザが特定の区分を選択できるように構成されていてもよい。マップ表示モジュール128は、そのような選択のためのユーザインタフェースを装置100に構築するように構成されていてもよい。 Step 308 sets an area for calculating an index representing the amount of radioactive uptake among the areas divided in step 306. Depending on the embodiment, the above index may be calculated for each of the divisions obtained in step 306. Depending on the embodiment, it may be configured such that the user can select a specific section as a section for performing the calculation. The map display module 128 may be configured to build a user interface for such selection in the device 100.
なお、心筋内腔領域を特定する情報や、放射能取り込み量を表す指標の計算対象となる心筋部分領域を表す情報が、プログラム124の外部で作成される場合、プログラム124は、これらの情報を読み込んで使用することができるように構成される。 When information specifying the myocardial lumen region and information indicating the myocardial partial region for which the index indicating the amount of radioactive uptake is calculated is created outside the program 124, the program 124 It is configured so that it can be read and used.
図3に戻り、ステップ310の説明をする前に、ステップ312の説明を行う。ステップ312では、放射能取り込み量を表す指標を計算する。本発明の好適な実施形態は、この指標として、次の式で表される放射能取り込み率を採用することを特徴とする。
放射能取り込み率（％）＝ （Ｂ／Ａ）×100
ここでＡは、ステップ306で特定した心筋内腔領域についての累積放射能量に関する値であって、放射性医薬品投与後の血液の第1回循環を含む第1の時間範囲に亘って、前記心筋内腔領域に属する全てのボクセルの画素値を積算し、さらに該心筋内腔領域の全ボクセル数で除した値である。また、Ｂは、ステップ308で設定されたいずれかの計算領域についての累積放射能量に関する値であって、当該計算領域に対応する心筋領域に属する全てのボクセルの画素値を積算し、更に該心筋領域の全ボクセル数で除した値である。心筋領域に属するボクセル値の積算は、血液の第1回循環を外したそれ以後の時間範囲であって、前記第1の時間範囲と同じ時間長を有する第2の時間範囲に亘って行われる。
Returning to FIG. 3, step 312 will be described before step 310 is described. In step 312, an index representing the amount of radioactive uptake is calculated. A preferred embodiment of the present invention is characterized in that a radioactivity uptake rate represented by the following formula is adopted as this index.
Radioactivity uptake rate (%) = (B / A) x 100
Here, A is a value related to the cumulative amount of radioactivity for the myocardial lumen region identified in step 306, and the intramyocardial muscle is measured over the first time range including the first circulation of blood after administration of the radiopharmaceutical. This is a value obtained by accumulating the pixel values of all the voxels belonging to the cavity region and further dividing by the total number of voxels in the myocardial lumen region. B is a value related to the cumulative amount of radioactivity for any of the calculation areas set in step 308. The pixel values of all voxels belonging to the myocardial area corresponding to the calculation area are integrated, and the myocardium is further added. It is the value divided by the total number of voxels in the region. Integration of the voxel values belonging to the myocardial region is performed over a second time range having the same time length as the first time range after the first circulation of blood is removed. .
上記の放射能取り込み率の計算には、従来技術で必要であった入力関数の推定という、煩雑な手続きは入り込まず、放射能取り込み量を反映した値を直接的に求めることができる。したがって、上記の放射能取り込み率は、計算が簡単で信頼性の高い値であるということができる。また、これまでの説明から理解されるように、上記の放射能取り込み率は、心筋の局所的な放射能取り込み量を表す値であるため、局所的な疾患を検出できる可能性がある。さらに上記の放射能取り込み率は、心筋内腔領域についての累積放射能量に対する比で表されているため、左室心筋全体の灌流量の変化の影響を比較的に抑えることができるので、測定時期の異なる他の測定結果と相互に比較が可能である。さらに、累積放射能量に関する上記の値Ａ，Ｂが、各領域に属するボクセル数で除されていることにより、すなわちボクセルあたりの累積放射能量という値に規格化されていることにより、測定時期が違って心臓の大きさに変化が生じているような場合であっても、その影響が上記の放射能取り込み率に入り込みにくくなっており、この点でも他の測定結果との相互比較を行うことが容易となっている。 The calculation of the above-mentioned radioactivity uptake rate does not involve a complicated procedure of estimating an input function that is necessary in the prior art, and a value reflecting the radioactivity uptake amount can be directly obtained. Therefore, it can be said that the radioactivity uptake rate is a value that is easy to calculate and highly reliable. In addition, as understood from the above description, the above-described radioactivity uptake rate is a value representing the local radioactivity uptake amount of the myocardium, and thus there is a possibility that a local disease can be detected. Furthermore, the above-mentioned radioactivity uptake rate is expressed as a ratio to the cumulative amount of radioactivity in the myocardial lumen region, so that the influence of changes in perfusion rate of the entire left ventricular myocardium can be relatively suppressed. It is possible to compare with other measurement results with different values. In addition, the above measurement values A and B related to the cumulative amount of radioactivity are divided by the number of voxels belonging to each region, that is, normalized to the value of the cumulative amount of radioactivity per voxel. Even if there is a change in the size of the heart, the effect is less likely to enter the above-mentioned radioactivity uptake rate. It has become easy.
心筋内腔領域についての累積放射能量を計算する際に、放射性医薬品投与後の血液の第1回循環を含む時間範囲を設定し、心筋部分領域についての累積放射能を計算する際には当該第1回循環を含む時間範囲を除く理由は、心室を出た血液が血管を循環して心筋内に取り込まれる様子を、上記の放射能取り込み率に反映させるためである。また、累積放射能量を計算する時間範囲を揃える理由は、相互に比較可能な量として比をとることを可能にするためである。累積放射能量を計算する時間範囲は任意であるが、血液の1回循環分相当以上の時間範囲（例えば2分以上）であることが好ましい。 When calculating the cumulative amount of radioactivity for the myocardial lumen region, set a time range that includes the first circulation of blood after administration of the radiopharmaceutical, and when calculating the cumulative radioactivity for the myocardial partial region, The reason for excluding the time range including one-time circulation is to reflect the state in which the blood that has exited the ventricle circulates through the blood vessels and is taken into the myocardium in the radioactivity uptake rate. The reason why the time ranges for calculating the cumulative amount of radioactivity are made uniform is that it is possible to take a ratio as mutually comparable amounts. The time range for calculating the cumulative amount of radioactivity is arbitrary, but it is preferably a time range corresponding to one circulation of blood or more (for example, 2 minutes or more).
プログラム124は、累積放射能量を計算する時間範囲を自動設定するように構成されてもよいが、ユーザが手動で設定するように構成されていてもよい。図3のステップ310は、この時間範囲の設定段階を表している。 The program 124 may be configured to automatically set a time range for calculating the cumulative amount of radioactivity, but may be configured to be manually set by a user. Step 310 in FIG. 3 represents the stage of setting this time range.
プログラム124は、累積放射能量を計算する時間範囲をディスプレイ109に可視化するように構成されていることが望ましい。この機能は、グラフ表示モジュール129によって実装されてもよい。図7は、上記可視化の一例を示す図である。図7の上段のグラフは、上記心筋内腔領域についての時間−放射能曲線である。縦軸が放射能量、横軸が時間である。グラフの初めの方にピークが見えるのは、放射性医薬品の投与が行われたことを示している。したがって、放射性医薬品投与後の血液の第1回循環を含む時間範囲を設定するには、このピークを含む時間範囲を設定する必要がある。設定された時間範囲は、図7の上段のグラフにおいて、記号Ａと共にベタ塗りで表されている。ベタ塗りされた曲線下面積は、放射能取り込み率の計算に用いられる累積放射能量に対応するため、当該累積放射能量を直感的に把握し易い。 The program 124 is preferably configured to visualize on the display 109 the time range over which the accumulated activity is calculated. This function may be implemented by the graph display module 129. FIG. 7 is a diagram illustrating an example of the visualization. The upper graph in FIG. 7 is a time-radioactivity curve for the myocardial lumen region. The vertical axis represents radioactivity and the horizontal axis represents time. A peak at the beginning of the graph indicates that a radiopharmaceutical has been administered. Therefore, in order to set a time range including the first circulation of blood after administration of the radiopharmaceutical, it is necessary to set a time range including this peak. The set time range is indicated by a solid fill with the symbol A in the upper graph of FIG. Since the solid area under the curve corresponds to the cumulative amount of radioactivity used for calculating the radioactivity uptake rate, it is easy to intuitively grasp the cumulative amount of radioactivity.
図7の下段のグラフは、ステップ306，308で区分・設定された、特定の心筋領域についての時間−放射能曲線である。累積放射能量を計算する時間範囲は、記号Ｂと共にベタ塗りで表されている。計算される累積放射能量は、ベタ塗りされた曲線下面積に対応する。 The lower graph in FIG. 7 is a time-radioactivity curve for a specific myocardial region, classified and set in steps 306 and 308. The time range for calculating the cumulative amount of radioactivity is represented by solid fill with the symbol B. The cumulative amount of activity calculated corresponds to the area under the solid curve.
グラフ表示モジュール129は、累積放射能量を計算する時間範囲を数値的に設定することを可能にしたり、マウスのドラッグで設定することを可能にしたりするようなユーザインタフェースを装置100に構築するように構成されることが望ましい。 The graph display module 129 is configured to construct a user interface in the apparatus 100 that allows the time range for calculating the accumulated radioactivity to be set numerically or to be set by dragging the mouse. Desirably configured.
再び図3の説明に戻る。ステップ314は、結果の出力を行うステップを示す。このステップに関連して、プログラム124は、ステップ312で計算した放射能取り込み率を数値やグラフでディスプレイ109に表示するように構成されることができる。実施形態によって、プログラム124は、区分した心筋部分領域ごとに計算した上記の放射能取り込み率を、ポーラーマップ上の対応する領域に表示するように構成されてもよい。この表示機能は、マップ表示モジュール128によって実装されるように構成されていてもよい。実施形態によっては、プログラム124は、同一被験者から測定された、測定時期の異なる心筋血流核医学画像や、負荷の有無の異なる心筋血流核医学画像から、それぞれ上記の放射能取り込み率を計算し、数値やグラフで互いに比較可能に表示するように構成されてもよい。実施形態によっては、プログラム124は、心筋部分領域の累積放射能量を計算する時間範囲を少しずつずらしながら、ステップ308−312を繰り返すことにより、領域毎の放射能取り込み率の時間的変化をポーラーマップ上に動画表示しうるように構成されてもよい。 Returning to the description of FIG. Step 314 shows the step of outputting the result. In connection with this step, the program 124 can be configured to display the radioactivity uptake rate calculated in step 312 on the display 109 as a numerical value or graph. Depending on the embodiment, the program 124 may be configured to display the radioactivity uptake rate calculated for each segmented myocardial partial region in a corresponding region on the polar map. This display function may be configured to be implemented by the map display module 128. In some embodiments, the program 124 calculates the above-described radioactivity uptake rate from the myocardial perfusion nuclear medicine images measured from the same subject and at different measurement timings or from different myocardial perfusion nuclear medicine images with or without loading. However, it may be configured to be displayed so as to be comparable with each other by a numerical value or a graph. In some embodiments, the program 124 repeats steps 308-312 while gradually shifting the time range for calculating the cumulative amount of radioactivity in the myocardial partial region, thereby changing the temporal change in the radioactivity uptake rate for each region to the polar map. You may comprise so that a moving image can be displayed on it.
以上、本発明の好適な実施形態や試験の例を紹介したが、これらの例は本発明の範囲を限定するために紹介されたわけではなく、特許法の要件を満たし、本発明の理解に資するために紹介されたものである。本発明は様々な形態で具現化されることができ、本発明の実施形態には、ここに例示した以外にも多くのバリエーションが存在する。例えば、放射能取り込み率を計算する心筋の局所領域の設定を、ポーラーマップではなく、３次元画像上で直接行う実施形態があってもよい。実施形態によっては、ステップ306の心筋部分領域設定処理で設定した区分領域の全てが放射能取り込み率の計算に用いられることとなるため、ステップ308の計算領域設定処理は事実上不要になる。上記の実施例において、放射能取り込み率は単位がパーセントになるように計算されたが、累積放射能量の比に100を乗ぜずに、0〜1の範囲の値としてもよい。説明された各種の実施例に含まれている個々の特徴は、その特徴が含まれることが直接記載されている実施例と共にしか使用できないものではなく、ここで説明された他の実施例や説明されていない各種の具現化例においても、組み合わせて使用可能である。それらのバリエーションは全て本発明の範囲に含まれるものであり、現在の特許請求の範囲で特許請求がなされているか否かに関わらず、出願人は、特許を受ける権利を有することを主張するものであることに注意されたい。 In the above, preferred embodiments and test examples of the present invention have been introduced. However, these examples are not introduced to limit the scope of the present invention, but satisfy the requirements of the patent law and contribute to the understanding of the present invention. It was introduced for this purpose. The present invention can be embodied in various forms, and there are many variations in the embodiments of the present invention other than those exemplified here. For example, there may be an embodiment in which the setting of the local region of the myocardium for calculating the radioactivity uptake rate is performed directly on a three-dimensional image instead of a polar map. Depending on the embodiment, since all of the segment areas set in the myocardial partial area setting process in step 306 are used for the calculation of the radioactivity uptake rate, the calculation area setting process in step 308 is virtually unnecessary. In the above embodiment, the radioactivity uptake rate is calculated so that the unit is a percentage, but it may be a value in the range of 0 to 1 without multiplying the ratio of the cumulative radioactivity by 100. The individual features included in the various described embodiments can only be used with the embodiments in which the features are directly described, and are not limited to the other embodiments and descriptions described herein. It can also be used in combination in various implementations that are not. All of these variations are within the scope of the present invention, and the applicant claims to have the right to obtain a patent regardless of whether the current claims are claimed. Please note that.
100 装置
102 プロセッサ
104 記憶装置
108 ユーザインタフェース
109 ディスプレイ
110 通信手段
124 プログラム
126 領域抽出モジュール
127， 取り込み率計算モジュール
128 マップ表示モジュール
129 グラフ表示モジュール
130, 131, 132 画像データ
100 devices
102 processor
104 Storage device
108 User interface
109 display
110 Communication means
124 programs
126 Region extraction module
127, import rate calculation module
128 map display module
129 Graph display module
130, 131, 132 Image data
Claims (10)
心筋内腔の少なくとも一部分の３次元領域である心筋内腔領域を特定する情報を取得することと；
心筋の一部分の３次元領域である心筋部分領域を特定する情報を取得することと；
前記心筋内腔領域を特定する情報に基づいて、放射性医薬品投与後の血液の第1回循環を含む第1の時間範囲における、前記心筋内腔領域についての累積放射能量に関する情報である、第1の値を計算することと；
前記心筋部分領域を特定する情報に基づいて、前記第1回循環以後の時間範囲であって、前記第1の時間範囲と同じ時間長を有する第2の時間範囲における、前記心筋部分領域についての累積放射能量に関する情報である、第2の値を計算することと；
前記第1の値に対する前記第2の値の比に基づいて、前記心筋部分領域における放射能取り込み量を表す指標を計算することと；
を含む、コンピュータ・プログラム。 A computer program including instructions for causing the computer system to execute processing on image data composed of time series of three-dimensional myocardial perfusion nuclear medicine images by being executed by processing means of the computer system, ,
Obtaining information identifying a myocardial lumen region that is a three-dimensional region of at least a portion of the myocardial lumen;
Obtaining information identifying a myocardial partial region that is a three-dimensional region of a portion of the myocardium;
Based on the information for identifying the myocardial lumen region, information on the cumulative amount of radioactivity for the myocardial lumen region in a first time range including the first circulation of blood after administration of radiopharmaceuticals, Calculating the value of;
Based on the information specifying the myocardial partial region, in the time range after the first circulation, the second time range having the same time length as the first time range, the myocardial partial region Calculating a second value, which is information about the accumulated radioactivity;
Calculating an index representing the amount of radioactive uptake in the myocardial partial region based on the ratio of the second value to the first value;
Including computer programs.
前記指標は、（前記第2の値／前記第1の値）×100で定義される、放射能取り込み率である、請求項1に記載のコンピュータ・プログラム。 The first value is a value obtained by dividing the cumulative radioactivity amount of the myocardial lumen region by the total number of voxels of the myocardial lumen region, and the second value is the cumulative radioactivity amount of the myocardial partial region. The value divided by the total number of voxels in the myocardial partial region,
2. The computer program according to claim 1, wherein the index is a radioactivity uptake rate defined by (the second value / the first value) × 100.
心室内の点から球放射状に前記３次元画像データの画素値の変化を調べると共に、調べた各方向における画素値最大点の集合を近似する第1の楕円体を求めることと；
前記第1の楕円体に基づいて複数のトレース面を抽出すると共に、前記複数のトレース面の各々において前記３次元画像データから心筋輪郭点を判定することと；
を含み、ここで、
前記第1の楕円体の心尖部側の少なくとも一部において、前記トレース面は、前記第1の楕円体の長軸上の点を頂点とし、前記第1の楕円体の面に垂直な母線を有する円錐面状に抽出され；
前記第1の楕円体の心基部側の少なくとも一部において、前記トレース面は、前記長軸に垂直な面状に抽出され；
前記心筋輪郭点を判定することは：
前記トレース面の各々について、それぞれトレース中心を設定すること、ただし前記トレース面が円錐面状である場合、該トレース面を、前記長軸方向の座標を無視して2次元の面であるように扱って、前記トレース中心を設定することと；
前記トレース面の各々について、前記設定したトレース中心から放射状に画素値のプロファイルを作成すること、ただし前記トレース面が円錐面状である場合、該トレース面を、前記長軸方向の座標を無視して2次元の面であるように扱って、前記画素値のプロファイルを作成することと；
を含むと共に、前記作成したプロファイルの各々について、画素値最大点から見て前記トレース中心側において該プロファイルが判定ラインと交差する点のうち、前記画素値最大点に最も近い点またはその近傍を、該プロファイルにおける心筋の内膜点と判定することと；前記作成したプロファイルの各々について、画素値最大点から見て前記トレース中心の反対側において該プロファイルが判定ラインと交差する点のうち、前記画素値最大点に最も近い点またはその近傍を、該プロファイルにおける心筋の外膜点と判定することと；の少なくともいずれかを含む；
請求項3に記載のコンピュータ・プログラム。 The calculation of the information specifying the myocardial lumen region and the information specifying the myocardial partial region includes a process of extracting a myocardial contour point, and the process of extracting the myocardial contour point includes the three-dimensional myocardial perfusion nuclear medicine For 3D image data at a specific time position of the image,
Examining a change in pixel value of the three-dimensional image data from a point in the ventricle in a spherical shape, and obtaining a first ellipsoid approximating a set of pixel value maximum points in each direction examined;
Extracting a plurality of trace planes based on the first ellipsoid and determining myocardial contour points from the three-dimensional image data in each of the plurality of trace planes;
Where, where
In at least a part of the first ellipsoid on the apex side, the trace surface has a point on the major axis of the first ellipsoid as a vertex and a generatrix perpendicular to the surface of the first ellipsoid. Extracted into a conical surface having;
In at least a part of the first ellipsoid on the base side, the trace surface is extracted in a plane perpendicular to the long axis;
Determining the myocardial contour point is:
For each of the trace surfaces, a trace center is set. However, when the trace surface is conical, the trace surface is a two-dimensional surface ignoring the coordinates in the major axis direction. Handling and setting the trace center;
For each of the trace planes, create a profile of pixel values radially from the set trace center. However, if the trace plane is a conical plane, ignore the trace in the major axis direction. Creating a profile of the pixel values, treating it as a two-dimensional surface;
For each of the created profiles, a point closest to the pixel value maximum point or its vicinity among points where the profile intersects the determination line on the trace center side as viewed from the pixel value maximum point, Determining an intima point of the myocardium in the profile; for each of the created profiles, the pixel out of the points where the profile intersects the determination line on the opposite side of the trace center from the pixel value maximum point Determining the point closest to the value maximum point or its vicinity as an epicardial point of the myocardium in the profile;
The computer program according to claim 3.
前記処理手段により実行されることにより、前記コンピュータシステムに、前記第1の時間範囲と前記第2の時間範囲との少なくともいずれかを設定するためのユーザインタフェースを構成する命令と、
前記処理手段により実行されることにより、前記ユーザインタフェースを介して設定された前記第1の時間範囲及び／又は前記第2の時間範囲を、前記グラフ上に認識可能に示しうるように構成される命令と、
を備える、請求項1から4のいずれかに記載のコンピュータ・プログラム。 When executed by the processing means, the display device connected to the computer system has at least one of a time-activity curve for the myocardial lumen region and a time-activity curve for the myocardial partial region. An instruction to display a graph having
Instructions that configure a user interface for setting at least one of the first time range and the second time range in the computer system by being executed by the processing means;
By being executed by the processing means, the first time range and / or the second time range set via the user interface can be recognizable on the graph. Instructions and
The computer program according to claim 1, further comprising:
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